WO2019181597A1 - 超音波診断装置および超音波診断装置の制御方法 - Google Patents

超音波診断装置および超音波診断装置の制御方法 Download PDF

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    • G01S7/52085—Details related to the ultrasound signal acquisition, e.g. scan sequences

Definitions

  • the present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus and an ultrasonic diagnostic apparatus control method, and more particularly to an ultrasonic diagnostic apparatus that generates an ultrasonic image by a harmonic imaging method and an ultrasonic diagnostic apparatus control method.
  • harmonic imaging method as a method for extracting a nonlinear component from an ultrasonic echo, for example, a first ultrasonic pulse and a second ultrasonic pulse whose phases are mutually inverted are sequentially transmitted on the same scanning line.
  • a pulse inversion method in which a reception signal based on one ultrasonic pulse and a reception signal based on a second ultrasonic pulse are added.
  • the fundamental component can be removed from the ultrasonic echo to extract the nonlinear component.
  • the fundamental wave component of the ultrasonic echo is also affected by the movement of the tissue.
  • the present invention has been made to solve such a conventional problem, and an object of the present invention is to provide an ultrasonic diagnostic apparatus and an ultrasonic diagnostic apparatus control method capable of reducing the occurrence of motion artifacts.
  • an ultrasonic diagnostic apparatus includes a transducer array, a first ultrasonic pulse and a second ultrasonic pulse whose phases are reversed from each other into the subject from the transducer array.
  • a transmission unit that transmits a set at least N times on the same scanning line, a reception unit that obtains a reception signal by a signal output from a transducer array that has received an ultrasonic echo generated in the subject, and
  • An IQ signal sequence corresponding to the first ultrasonic pulse and an IQ signal sequence corresponding to the second ultrasonic pulse are acquired by performing quadrature detection on the reception signal acquired by the receiving unit in a predetermined band.
  • An orthogonal detector a tissue velocity detector that detects the velocity of the tissue in the subject based on the IQ signal sequence acquired by the orthogonal detector, and a tissue velocity based on the tissue velocity detected by the tissue velocity detector.
  • Speed A phase correction unit that corrects the phase of the IQ signal sequence obtained from each reflection position in the subject so as to cancel the influence of the subject, and a time series using the IQ signal sequence whose phase is corrected by the phase correction unit
  • a pulse inversion adding unit that obtains an addition signal from which a fundamental wave component has been removed by adding an IQ signal corresponding to a first ultrasonic pulse adjacent to and an IQ signal corresponding to a second ultrasonic pulse;
  • an image generation unit that generates an ultrasonic image based on the addition signal acquired by the pulse inversion addition unit.
  • the tissue velocity detection unit includes a velocity vector at each reflection position calculated by autocorrelation from an IQ signal sequence having a positive phase and an IQ signal sequence having a negative phase among the IQ signal sequences acquired by the quadrature detection unit.
  • the velocity of the tissue in the subject can be detected using the velocity vector at each reflection position calculated by autocorrelation.
  • the tissue velocity detection unit performs autocorrelation from an IQ signal sequence obtained by subtracting an IQ signal corresponding to the first ultrasonic pulse adjacent in time series and an IQ signal corresponding to the second ultrasonic pulse.
  • the velocity of the tissue in the subject can also be detected using the velocity vector at each reflection position calculated by the above.
  • the pulse inversion adding unit includes an IQ signal corresponding to each first ultrasonic pulse and an IQ signal corresponding to the second ultrasonic pulse immediately after the IQ signal corresponding to the first ultrasonic pulse in time series. And an IQ signal corresponding to each second ultrasonic pulse, and an IQ signal corresponding to the first ultrasonic pulse immediately after the IQ signal corresponding to the second ultrasonic pulse in time series.
  • the addition signal can be acquired by performing both additions.
  • the pulse inversion adding unit corresponds to an IQ signal corresponding to each first ultrasonic pulse and a second ultrasonic pulse immediately after the IQ signal corresponding to the first ultrasonic pulse in time series. Addition with IQ signal, IQ signal corresponding to each second ultrasonic pulse, and IQ corresponding to the first ultrasonic pulse immediately after the IQ signal corresponding to the second ultrasonic pulse in time series It is also possible to acquire the addition signal by only one of the addition with the signal.
  • it can further include a tissue signal filter unit for removing a signal caused by the tissue in the subject from the addition signal acquired by the pulse inversion adding unit. Further, it may further include a nonlinear signal information calculation unit that calculates at least one of the power and speed of the nonlinear signal from the addition signal acquired by the pulse inversion adding unit. At this time, the image generation unit preferably generates an ultrasonic image based on at least one of the power and speed of the nonlinear signal calculated by the nonlinear signal information calculation unit.
  • the transmission unit transmits a set of the first ultrasonic pulse and the second ultrasonic pulse N times on each scanning line, and then transmits the first ultrasonic pulse and the second ultrasonic wave on the next scanning line.
  • a set of pulses can be transmitted N times.
  • the transmitting unit sequentially transmits the first ultrasonic pulse once on the predetermined number of scanning lines, and then transmits the second ultrasonic pulse sequentially on the predetermined number of scanning lines.
  • the set of the first ultrasonic pulse and the second ultrasonic pulse can be transmitted N times on a predetermined number of scanning lines.
  • the transmission unit repeats the predetermined number of scans by repeatedly transmitting the set of the first ultrasonic pulse and the second ultrasonic pulse once each on the predetermined number of scanning lines N times. It is also possible to transmit the set of the first ultrasonic pulse and the second ultrasonic pulse N times on the line.
  • a display unit that displays an ultrasonic image.
  • a set of the first ultrasonic pulse and the second ultrasonic pulse whose phases are reversed from each other from the transducer array into the subject is at least twice on the same scanning line. Transmitting N times as described above, obtaining a reception signal from a signal output from the transducer array that has received an ultrasonic echo generated in the subject, and performing quadrature detection in a band determined for the acquired reception signal By performing the processing, the IQ signal sequence corresponding to the first ultrasonic pulse and the IQ signal sequence corresponding to the second ultrasonic pulse are acquired, and the velocity of the tissue in the subject is detected based on the acquired IQ signal sequence.
  • the phase of the IQ signal sequence obtained from each reflection position in the subject is corrected so that the influence of the tissue velocity is offset, and the IQ signal whose phase is corrected Adjacent to time series using columns
  • an addition signal from which the fundamental wave component has been removed is acquired, and based on the acquired addition signal An ultrasonic image is generated.
  • the tissue velocity detection unit that detects the velocity of the tissue in the subject based on the IQ signal sequence acquired by the quadrature detection unit, and the tissue velocity detected by the tissue velocity detection unit
  • a phase correction unit that corrects the phase of an IQ signal sequence obtained from each reflection position in the subject so that the influence of the tissue velocity is offset
  • an IQ signal sequence whose phase is corrected by the phase correction unit Pulse inversion addition for obtaining an addition signal from which the fundamental component has been removed by adding an IQ signal corresponding to the first ultrasonic pulse adjacent in time series and an IQ signal corresponding to the second ultrasonic pulse Generation of motion artifacts can be reduced.
  • Embodiment 1 is a block diagram illustrating a configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to Embodiment 1 of the present invention. It is a block diagram which shows the internal structure of the receiving part in Embodiment 1 of this invention. It is a figure which shows the example of the zone
  • 3 is a flowchart showing the operation of the ultrasonic diagnostic apparatus according to Embodiment 1 of the present invention. It is a figure which shows typically the transmission timing of an ultrasonic pulse.
  • FIG. 1 shows a configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus 1 according to Embodiment 1 of the present invention.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus 1 includes a transducer array 2, and a transmitter 3 and a receiver 4 are connected to the transducer array 2.
  • a quadrature detection unit 5 is connected to the reception unit 4, and a tissue velocity detection unit 6 and a phase correction unit 7 are connected to the quadrature detection unit 5.
  • the tissue velocity detection unit 6 is connected to the phase correction unit 7.
  • a pulse inversion adding unit 8, a nonlinear signal information calculating unit 9, an image generating unit 10, a display control unit 11, and a display unit 12 are sequentially connected to the phase correction unit 7.
  • the transmitter 3, the receiver 4, the quadrature detector 5, the tissue velocity detector 6, the phase corrector 7, the pulse inversion adder 8, the nonlinear signal information calculator 9, the image generator 10, and the display controller 11 The device control unit 13 is connected, and the storage unit 14 and the operation unit 15 are connected to the device control unit 13. The device control unit 13 and the storage unit 14 are connected so as to be able to exchange information in both directions. Further, the transmitter 3, the receiver 4, the quadrature detector 5, the tissue velocity detector 6, the phase corrector 7, the pulse inversion adder 8, the nonlinear signal information calculator 9, the image generator 10, the display controller 11, and The device control unit 13 constitutes a processor 16.
  • the transducer array 2 of the ultrasonic diagnostic apparatus 1 shown in FIG. 1 has a plurality of transducers arranged one-dimensionally or two-dimensionally. Each of these transducers transmits an ultrasonic wave according to the drive signal supplied from the transmission unit 3, receives an ultrasonic echo from the subject, and outputs a signal based on the ultrasonic echo.
  • Each vibrator is, for example, a piezoelectric ceramic represented by PZT (Lead Zirconate Titanate), a polymer piezoelectric element represented by PVDF (Poly Vinylidene Di Fluoride) and PMN-PT (polyvinylidene fluoride).
  • It is configured by forming electrodes on both ends of a piezoelectric body made of a piezoelectric single crystal represented by Lead Magnesium Niobate-Lead Titanate: lead magnesium niobate-lead titanate solid solution).
  • the transmission unit 3 of the processor 16 includes, for example, a plurality of pulse generators, and a plurality of transducers of the transducer array 2 based on a transmission delay pattern selected according to a control signal from the device control unit 13.
  • Each of the drive voltages is supplied to a plurality of transducers with the delay amount adjusted so that the ultrasonic waves transmitted from the laser beam form an ultrasonic beam.
  • a pulsed drive voltage is applied to the electrodes of the plurality of transducers of the transducer array 2
  • the piezoelectric body expands and contracts, and pulsed ultrasonic waves are generated from the respective transducers. From the synthesized wave of ultrasonic waves, a pulsed ultrasonic beam, that is, an ultrasonic pulse is formed.
  • the transmission unit 3 sequentially generates the first ultrasonic pulse and the second ultrasonic pulse whose phases are reversed from each other from the transducer array 2, and the first ultrasonic pulse and the second ultrasonic pulse are transmitted via the transducer array 2 to the first ultrasonic pulse.
  • a set of the ultrasonic pulse and the second ultrasonic pulse is transmitted to the subject a plurality of times along the same scanning line.
  • the first ultrasonic pulse and the second ultrasonic pulse transmitted into the subject are reflected by a target such as a part of the subject, for example, and are sent to the transducer array 2 as so-called ultrasonic echoes.
  • the ultrasonic echoes propagating toward the transducer array 2 in this way are received by each transducer constituting the transducer array 2.
  • each transducer constituting the transducer array 2 expands and contracts by receiving propagating ultrasonic echoes to generate electrical signals, and outputs these electrical signals to the receiving unit 4.
  • the receiving unit 4 of the processor 16 processes a signal output from the transducer array 2 in accordance with a control signal from the device control unit 13. As shown in FIG. 2, the receiving unit 4 has a configuration in which an amplifying unit 17, an AD (Analog / Digital) converting unit 18, and a beam former 19 are connected in series.
  • an amplifying unit 17 an AD (Analog / Digital) converting unit 18, and a beam former 19 are connected in series.
  • the amplifying unit 17 of the receiving unit 4 amplifies signals input from the respective transducers constituting the transducer array 2 and transmits the amplified signals to the AD converting unit 18.
  • the AD conversion unit 18 converts the signal transmitted from the amplification unit 17 into digital data, and transmits these data to the beam former 19.
  • the beamformer 19 performs each of the data converted by the AD converter 18 according to the sound speed or the sound speed distribution set based on the reception delay pattern selected according to the control signal from the device controller 13.
  • a so-called reception focus process is performed by adding a delay. By this reception focus processing, each data converted by the AD converter 18 is phased and added, and a reception signal in which the focus of the ultrasonic echo is narrowed down is acquired.
  • the ultrasonic echo propagating in the subject is caused by the fundamental wave component having the fundamental band forming the first ultrasonic pulse and the second ultrasonic pulse, and the movement of the tissue of the subject.
  • a reception signal based on an ultrasonic pulse having a positive phase is shown, and the fundamental wave signal E1 has a positive value.
  • a received signal based on an ultrasonic pulse having a negative phase is shown, and the fundamental wave signal E4 has a negative value.
  • the quadrature detection unit 5 of the processor 16 mixes the received signal acquired by the receiving unit 4 with a carrier signal having a reference frequency, thereby quadrature-detecting the received signal and converting it into an IQ signal that is complex data.
  • An IQ signal sequence corresponding to the ultrasonic pulse and an IQ signal sequence corresponding to the second ultrasonic pulse are acquired.
  • the quadrature detection unit 5 as shown in FIGS. 3 and 4, the signal intensity of the fundamental wave signal E 1 and the second harmonic signal. It is desirable to set the quadrature detection band so as to include a frequency at which the signal intensity of the nonlinear signal E3 caused by the contrast agent bubble is relatively larger than the signal intensity of E3.
  • the quadrature detection unit 5 causes the phase correction unit 7 to correct the signal using the analysis result of the fundamental wave signal E1 or E4 and the second harmonic signal E2, as shown in FIG. 3 and FIG.
  • the quadrature detection band FB is set so as to include a part of the frequency band of the fundamental wave signal E1 or E4 and a part of the frequency band of the second harmonic signal E2. It is preferable to set.
  • the tissue velocity detection unit 6 of the processor 16 detects the velocity of the tissue in the subject based on the IQ signal sequence acquired by the orthogonal detection unit 5. At this time, the tissue velocity detection unit 6 calculates a velocity vector at each reflection position in the subject by calculating the autocorrelation of the IQ signal sequence, and the velocity of the tissue in the subject based on these velocity vectors. Is detected. The calculation of the tissue of the subject by the tissue velocity detection unit 6 will be described in detail later.
  • the phase correction unit 7 of the processor 16 is based on the tissue velocity detected by the tissue velocity detection unit 6, so that the IQ signal obtained from each reflection position in the subject is offset so that the influence of the tissue velocity is offset. Correct the phase of the column.
  • the pulse inversion adding unit 8 of the processor 16 corresponds to the IQ signal corresponding to the first ultrasonic pulse and the second ultrasonic pulse using the IQ signal sequence whose phase is corrected by the phase correcting unit 7. By adding the IQ signal, an addition signal from which the fundamental wave signals E1 and E4 are removed as shown in FIGS. 3 and 4 is obtained.
  • the nonlinear signal information calculation unit 9 of the processor 16 nonlinearly determines at least one of the power and velocity of the nonlinear signal E3 caused by the contrast agent bubble introduced into the subject from the addition signal acquired by the pulse inversion addition unit 8. Calculate as signal information.
  • the image generation unit 10 of the processor 16 generates an ultrasonic image based on at least one of the power and speed of the nonlinear signal E3 calculated by the nonlinear signal information calculation unit 9.
  • the display control unit 11 of the processor 16 performs a predetermined process on the ultrasonic image generated by the image generation unit 10 under the control of the device control unit 13 and causes the display unit 12 to display the ultrasonic image or the like.
  • the display unit 12 of the ultrasonic diagnostic apparatus 1 displays an image or the like under the control of the display control unit 11, and includes a display device such as an LCD (Liquid Crystal Display).
  • the operation unit 15 of the ultrasonic diagnostic apparatus 1 is for a user to perform an input operation, and can be configured to include a keyboard, a mouse, a trackball, a touch pad, a touch panel, and the like.
  • the storage unit 14 stores an operation program of the ultrasonic diagnostic apparatus 1, and includes a flash memory, an HDD (Hard Disk Drive), an SSD (Solid State Drive), and an FD (Flexible Disk: flexible).
  • Disc Magnetic-Optical disc: magneto-optical disc
  • MT Magnetic Tape: magnetic tape
  • RAM Random Access Memory: random access memory
  • CD Compact Disc: compact disc
  • DVD Digital Versatile Disc
  • SD Secure Digital card
  • USB memory Universal Serial Bus memory
  • the processor 16 having the device control unit 13 is composed of a CPU (Central Processing Unit) and a control program for causing the CPU to perform various processes.
  • An FPGA Field Programmable Gate Array: feed programmable). Gate Array), DSP (Digital Signal Processor), ASIC (Application Specific Integrated Circuit), GPU (Graphics Processing Unit), Other IC (Integrated Circuit: Integrated Circuit) ) using It may be made.
  • transmission unit 3 reception unit 4, orthogonal detection unit 5, tissue velocity detection unit 6, phase correction unit 7, pulse inversion addition unit 8, nonlinear signal information calculation unit 9, image generation unit 10, display control unit 11 and the apparatus control unit 13 may be partially or entirely integrated into one CPU or the like.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus 1 sequentially transmits a first ultrasonic pulse and a second ultrasonic pulse whose phases are reversed to each other on the same scanning line, and receives the first ultrasonic pulse.
  • An ultrasonic image is generated using a pulse inversion method in which the signal and the received signal from the second ultrasonic pulse are added.
  • step S1 the transmission unit 3 transmits the first ultrasonic pulse and the second ultrasonic pulse whose phases are reversed to each other a plurality of times on the same scanning line via the transducer array 2.
  • the transmission unit 3 transmits a set of the first ultrasonic pulse and the second ultrasonic pulse N times on the same scanning line, and then transmits the first ultrasonic pulse and the second ultrasonic pulse on the next scanning line.
  • a set of ultrasonic pulses is transmitted N times.
  • N is an integer of 2 or more.
  • the transmission unit 3 alternately performs the first ultrasonic pulse FP and the second ultrasonic pulse SP four times on each scanning line L1, L2, L3, L4, and L5. Sending one by one.
  • the time interval PRT1 between the first ultrasonic pulses FP adjacent in time series and the time interval PRT1 between the second ultrasonic pulses SP adjacent in time series are the same. It is.
  • step S2 the receiving unit 4 receives the ultrasonic echo generated in the subject based on the first ultrasonic pulse FP and the second ultrasonic pulse SP transmitted in the subject in step S1.
  • a received signal is obtained from a signal output from the child array 2.
  • the quadrature detection unit 5 performs quadrature detection in the band FB determined on the reception signal acquired in step S2, thereby performing the IQ signal sequence corresponding to the first ultrasonic pulse FP and the first signal sequence.
  • An IQ signal sequence corresponding to two ultrasonic pulses is acquired.
  • the quadrature detection unit 5 has a frequency at which the nonlinear signal E3 based on the bubble of the contrast agent becomes maximum and a part of the frequency band of the fundamental wave signals E1 and E4.
  • quadrature detection is performed in a band FB including a part of the frequency band of the second harmonic signal E2.
  • the IQ signal sequence corresponding to the first ultrasonic pulse FP and the IQ signal sequence corresponding to the second ultrasonic pulse SP have phases having different polarities.
  • the first ultrasonic pulse FP IQ signal sequence C1 including IQ signals P0, P1, P2, P3, P4, and P5 corresponding to has a positive phase and IQ signals N0, N1, N2, and N3 corresponding to the second ultrasonic pulse SP.
  • N4, and N5 the IQ signal sequence C2 has a negative phase.
  • the tissue velocity detection unit 6 detects the velocity of the tissue in the subject based on the IQ signal sequence acquired in step S3.
  • the tissue velocity detection unit 6 includes the intra-subject calculated from the IQ signal sequence C1 having a positive phase among the IQ signals acquired in step S3 by autocorrelation.
  • the velocity vector V2 at each reflection position in the subject calculated from the velocity vector V1 at each reflection position and the IQ signal sequence C2 having a negative phase by autocorrelation is calculated.
  • the autocorrelation of the IQ signal is calculated by the product of the IQ signal that is later in the time series and the complex conjugate of the previous IQ signal in the time series, out of two IQ signals that are different in time series.
  • the tissue velocity detection unit 6 can calculate the velocity vector V1 using the following equation (1), and can calculate the velocity vector V2 using the following equation (2).
  • P * k is the complex conjugate
  • P k is the complex conjugate of the IQ signal N k
  • n is an integer of 2 or more.
  • step S5 the phase correction unit 7 corrects the IQ signal sequences C1 and C2 obtained in step S3 using the phase of the velocity of the tissue in the subject detected in step S4. Are respectively calculated, and IQ signal sequences C1 and C2 are corrected based on these correction phase amounts.
  • the time interval from the IQ signal P k to the IQ signal N k adjacent to each other in the time series in the IQ signal trains C1 and C2 is PRT PN , and the IQ signal N k to the IQ signal P in the time series adjacent to each other in the time series.
  • PRT NP be the time interval up to k + 1 .
  • the phase correcting unit 7 calculates a correction phase amount [Phi NP for IQ signal sequence C1 using the following equation (4), the correction phase amount relative to IQ signal sequence C2 using the following equation (5) ⁇ PN is calculated.
  • ⁇ in the following formulas (4) and (5) is the phase of the tissue velocity vector of the subject detected in step S4.
  • ⁇ NP (PRT NP / PRT1) ⁇
  • ⁇ PN (PRT PN / PRT1) ⁇ (5)
  • phase correction unit 7 uses the corrected phase amounts ⁇ NP and ⁇ PN calculated in this way to multiply the IQ signals P0 to P5 included in the IQ signal sequence C1 by e ⁇ NPi, thereby obtaining the IQ signal sequence.
  • IQ signal sequences C1 and C2 can be corrected by multiplying IQ signals N0 to N5 included in C2 by e ⁇ PNi .
  • e is the base of the natural logarithm, that is, the Napier number
  • i is an imaginary unit.
  • the pulse inversion adding unit 8 uses the IQ signal sequences C1 and C2 whose phases have been corrected in step S5, and the IQ signal corresponding to the first ultrasonic pulse FP adjacent in time series and the first number. By adding the IQ signals corresponding to the two ultrasonic pulses SP, an addition signal from which the fundamental wave signals E1 and E4 have been removed is obtained.
  • the pulse inversion adding unit 8 adds the IQ signal P j before being corrected in step S5 and the IQ signal N j ⁇ e ⁇ PNi corrected in step S5. Then, the addition signal a j is calculated, and the IQ signal N m before correction in step S5 and the IQ signal P m + 1 ⁇ e ⁇ NPi corrected in step S5 are added to calculate the addition signal b m . In this way, the pulse inversion adding unit 8 calculates the addition signal a j as shown in the following equation (6), and calculates the addition signal b m as shown in the following equation (7).
  • the added signals a j and b m thus calculated are signals in which the fundamental wave signals E1 and E4 are removed and the influence of the tissue velocity is canceled.
  • step S7 the nonlinear signal information calculation unit 9 uses the addition signals a j and b m calculated in step S6 to calculate the power and velocity vector of the nonlinear signal E3 based on the contrast agent bubble introduced into the subject. At least one is calculated.
  • the nonlinear signal information calculation unit 9 can calculate the power PB of the nonlinear signal E3 using the following equation (8), and can calculate the velocity VB of the nonlinear signal E3 using the following equation (9).
  • PB [ ⁇
  • VB [ ⁇ (a q + 1 ⁇ a * q ) + ⁇ (b r + 1 ⁇ b * r )] / (2n ⁇ 3)
  • the image generation unit 10 In subsequent step S8, the image generation unit 10 generates an ultrasonic image based on at least one of the power PB and the velocity VB of the nonlinear signal E3 calculated in step S7, and displays the generated ultrasonic image as a display control unit. 11 on the display unit 12. For example, as illustrated in FIG. 9, the image generation unit 10 can display on the display unit 12 an ultrasonic image U1 in which the power PB of the nonlinear signal E3 calculated in step S7 is represented in gray scale. In this way, the operation of the ultrasound diagnostic apparatus 1 according to Embodiment 1 of the present invention is completed.
  • the calculated power is grayed out.
  • An example of the ultrasonic image U2 represented by a scale is shown in FIG. It can be seen that the ultrasonic image U2 illustrated in FIG. 10 includes more signals representing tissue motion than the ultrasonic image U1 illustrated in FIG.
  • the IQ signal sequences C1 and C2 are corrected in step S5
  • the influence of the tissue speed is canceled in the IQ signal sequences C1 and C2, and motion artifacts are generated.
  • a clear ultrasonic image U1 in which is reduced is obtained.
  • the tissue velocity detector 6 detects the velocity vector V1 calculated from the IQ signal sequence C1 having a positive phase and the IQ signal having a negative phase.
  • the tissue velocity vector V representing the velocity of the tissue in the subject is detected by calculating the average value of the velocity vectors V2 calculated from the column C2, but the detection of the tissue velocity is not limited to this.
  • the tissue velocity detection unit 6 calculates the autocorrelation of a fixed number of IQ signal sequences including IQ signals having phases different in polarity from each other among the plurality of IQ signals acquired in step S3.
  • a tissue velocity vector representing the velocity of the tissue within can also be detected.
  • the harmonic signals such as the second harmonic signal E2 caused by the tissue movement and the nonlinear signal E3 caused by the contrast agent bubble are different from the first ultrasonic pulse FP and By having a positive phase regardless of the phase of the second ultrasonic pulse SP, the IQ signal sequence C1 including the fundamental wave signal E1 and the fundamental wave signal E4 having a phase with a polarity different from that of the fundamental wave signal E1.
  • the influence of the harmonic signal is different from that of the IQ signal sequence C2 including. Therefore, the calculation of the tissue velocity vector using the IQ signals having the same polarity phase in the tissue velocity vector is different from the case of calculating the tissue velocity vector using the IQ signals having the phases different from each other. There are few errors. Therefore, it is better to detect the tissue velocity vector V by calculating the autocorrelation of the IQ signal sequence having the same polarity phase than to detect the tissue velocity vector based on the IQ signals having different phases from each other. This is preferable because it is less affected by reverberation noise and the like.
  • the tissue velocity detection unit 6 subtracts an IQ signal corresponding to the first ultrasonic pulse FP adjacent in time series and an IQ signal corresponding to the second ultrasonic pulse SP.
  • the velocity of the tissue in the subject can also be detected using the velocity vector at each reflection position of the subject calculated from the signal sequence by autocorrelation. For example, as shown in FIG. 11, the tissue velocity detection unit 6 subtracts IQ signals P0 to P5 having a positive phase and IQ signals N0 to N5 having a negative phase, respectively, thereby subtracting signals d 0 to d.
  • the tissue velocity vector V3 can be detected by calculating 5 and calculating the autocorrelation of the calculated subtraction signals d 0 to d 5 .
  • the IQ signal sequences C1 and C2 are corrected based on the tissue velocity vector V3, so that the influence of the tissue velocity can be excluded from the IQ signal sequences C1 and C2.
  • the IQ signal P k and the IQ signal N k are subtracted, but the IQ signal N k and the IQ signal P k + 1 may be subtracted.
  • the subtraction process may be performed based on an arbitrary combination of a plurality of IQ signals included in the IQ signal sequence and a plurality of IQ signals included in the IQ signal sequence C2.
  • step S5 the phase correction unit 7 corrects the IQ signal sequences C1 and C2 using the tissue velocity vector V obtained in step S4.
  • the correction method of the IQ signal sequences C1 and C2 is as follows. It is not limited to this.
  • the phase correction unit 7 calculates the phase of each IQ signal included in the IQ signal sequences C1 and C2, calculates the phase difference between adjacent IQ signals in the IQ signal sequences C1 and C2, and averages the differences
  • the correction phase amount can be calculated by calculating the value.
  • the phase correction unit 7 can correct the IQ signal sequences C1 and C2 based on the correction phase amount calculated in this way.
  • step S6 the pulse inversion adding unit 8 adds the IQ signal corresponding to the first ultrasonic pulse FP adjacent in time series and the IQ signal corresponding to the second ultrasonic pulse SP.
  • the IQ signal corresponding to the first ultrasonic pulse FP and the IQ signal corresponding to the second ultrasonic pulse SP can be added by any combination that is not adjacent in time series.
  • the addition of the IQ signal corresponding to the first ultrasonic pulse FP adjacent in time series and the IQ signal corresponding to the second ultrasonic pulse SP is less affected by the movement of the tissue of the subject. Therefore, it is preferable.
  • step S6 the pulse inversion adding unit 8 calculates the addition signal a j using Equation (7) and the addition signal b m using Equation (8). It is also possible to calculate only one of j and the addition signal b m . Also in this case, an ultrasonic image with reduced motion artifacts can be obtained using the addition signal a j or the addition signal b k .
  • an ultrasonic image representing the power PB value calculated in step S7 in gray scale is shown.
  • the embodiment is not limited to this.
  • the image generation unit 10 selects one of the color A and the color B according to the polarity of the speed VB of the nonlinear signal E3 calculated in step S7, and changes the value of the power PB to change the brightness. And an ultrasonic image in which the absolute value of the velocity VB is expressed by a change in saturation can be generated, and the generated image can be displayed on the display unit 12.
  • the lightness increases as the value of the power PB increases.
  • the saturation of the color A increases as the absolute value of the speed VB increases, and the speed VB decreases.
  • the saturation of the color B increases as the absolute value of the speed VB increases.
  • the user can confirm the ultrasound image and apply to the subject.
  • the power PB and velocity VB of the nonlinear signal E3 based on the introduced contrast agent bubble can be grasped.
  • the contrast agent introduced into the subject on the B-mode image representing the tomographic image of the subject by providing the ultrasound diagnostic apparatus 1 with a B-mode processing unit for generating a B-mode image. At least one of the power PB and the speed VB of the nonlinear signal E3 based on the bubble can be imaged and superimposed on the display unit 12. It is also possible to arrange the images in a B-mode image representing a tomographic image of the subject, and display at least one of the power PB and the velocity VB of the nonlinear signal E3 based on the contrast agent bubble and display it on the display unit 12.
  • FIG. 13 schematically shows a scanning method performed in the ultrasonic diagnostic apparatus according to the second embodiment.
  • This scanning method is also called interleave scanning, and repeats transmitting ultrasonic pulses P sequentially on a predetermined number of scanning lines. Therefore, while maintaining the cycle of generating an ultrasonic image, that is, the frame rate, the same scanning line is used.
  • the time interval between the ultrasonic pulses transmitted on the same scanning line can be made longer than when the ultrasonic pulses P are transmitted sequentially only.
  • the transmission unit 3 sequentially transmits the first ultrasonic pulse FP once on a predetermined number of scanning lines, and then transmits the first supersonic pulse FP on the predetermined number of scanning lines.
  • the sound pulse SP By sequentially transmitting the sound pulse SP once N times, a set of the first ultrasonic pulse FP and the second ultrasonic pulse SP is transmitted N times on a predetermined number of scanning lines.
  • the transmission unit 3 sequentially transmits the first ultrasonic pulse FP once on the three scanning lines L1, L2, and L3, and then transmits the second ultrasonic wave on the scanning lines L1, L2, and L3.
  • the first ultrasonic pulse FP and the second ultrasonic pulses FP and the second ultrasonic scanning line L4, L5, and L6 are similarly performed on the next three scanning lines L4, L5, and L6.
  • the ultrasonic pulse SP is transmitted.
  • the first ultrasonic pulse FP and the second ultrasonic pulse SP are alternately transmitted four times on the scanning lines L1 to L6.
  • the first ultrasonic pulse FP and the second ultrasonic pulse SP are transmitted from the transducer array 2 at the time interval PRT4, but the first ultrasonic pulses adjacent to each other in time series on the same scanning line.
  • the time intervals between the pulses FP, between the second ultrasonic pulses SP, and between the first ultrasonic pulse FP and the second ultrasonic pulse SP are time intervals PRT5 larger than the time interval PRT4. Therefore, the transmission unit 3 can prevent destruction of the contrast agent bubbles while maintaining a frame rate for generating an ultrasonic image by performing an interleave scan as shown in FIG. 14, for example.
  • the phase correction unit 7 makes the IQ signal sequence corresponding to the first ultrasonic pulse FP and the same as the mode described in the first embodiment.
  • the IQ signal sequence corresponding to the second ultrasonic pulse SP is corrected, and the added signal in which the influence of the velocity of the tissue in the subject is canceled by the pulse inversion adding unit 8 using the corrected IQ signal sequence. Is acquired. Furthermore, a clear ultrasonic image in which the occurrence of motion artifacts is reduced is obtained based on such an addition signal.
  • the transmission unit 3 sequentially transmits a set of the first ultrasonic pulse FP and the second ultrasonic pulse SP once on a predetermined number of scanning lines.
  • N By repeating N times, it is possible to perform an interleaved scan in which a set of the first ultrasonic pulse FP and the second ultrasonic pulse SP is transmitted N times on a predetermined number of scanning lines.
  • the transmission unit 3 transmits four sets of the first ultrasonic pulse FP and the second ultrasonic pulse SP one by one on the three scanning lines L1, L2, and L3. After being repeated a number of times, a set of the first ultrasonic pulse FP and the second ultrasonic pulse SP is sequentially transmitted once on the next three scanning lines L4, L5, and L6. As a result, the first ultrasonic pulse FP and the second ultrasonic pulse SP are alternately transmitted four times on the scanning lines L1 to L6.
  • the first ultrasonic pulse FP and the second ultrasonic pulse SP are transmitted from the transducer array 2 at the time interval PRT6.
  • the first ultrasonic pulse FP and the second ultrasonic pulse SP are transmitted.
  • the next set of the first ultrasonic pulse FP and the second ultrasonic pulse SP is separated by a time interval PRT7 larger than the time interval PRT6.
  • the transmission unit 3 can prevent destruction of the contrast agent bubbles while maintaining a frame rate for generating an ultrasonic image by performing an interleave scan as shown in FIG. 15, for example.
  • the time interval PRT6 between the first ultrasonic pulse FP and the second ultrasonic pulse SP is greater than the time interval PRT5 between the first ultrasonic pulse FP and the second ultrasonic pulse SP shown in FIG. Is obtained by adding the IQ signals corresponding to the first ultrasonic pulse FP and the second ultrasonic pulse SP that are separated in time series by the time interval PRT6 to obtain the addition signal.
  • the influence of the movement of the tissue in the subject in the added signal can be reduced.
  • the transmission unit 3 sequentially transmits a set of the first ultrasonic pulse FP and the second ultrasonic pulse SP once on a predetermined number of scanning lines.
  • An interleaved scan may be performed so that a combination of an arbitrary number of first ultrasonic pulses FP and an arbitrary number of second ultrasonic pulses SP is sequentially transmitted once on a predetermined number of scanning lines. it can. Also in this case, it is possible to prevent destruction of the contrast agent bubbles while maintaining the frame rate for generating the ultrasonic image.
  • the addition signal calculated by the pulse inversion adding unit 8 is caused by, for example, a part of the fundamental wave signals E1 and E4 and the movement of the tissue of the subject as shown in FIGS. Part of the second harmonic signal E2 may remain. Therefore, for example, by using a filter for removing the fundamental signals E1 and E4 and the second harmonic signal E2 from the addition signal, the influence of the tissue motion is removed from the addition signal, and the generation of motion artifacts is further improved. A reduced ultrasonic image can be obtained.
  • FIG. 16 shows the configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus 1A according to the third embodiment.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus 1A according to the third embodiment includes a tissue signal filter unit 20 between the pulse inversion adding unit 8 and the nonlinear signal information calculating unit 9 in the ultrasonic diagnostic apparatus 1 according to the first embodiment shown in FIG.
  • the tissue signal filter unit 20 is connected to the pulse inversion adding unit 8 and the nonlinear signal information calculating unit 9.
  • the apparatus control unit 13 and the tissue signal filter unit 20 constitute a processor 16A.
  • the tissue signal filter unit 20 of the processor 16A based on the addition signal acquired by the pulse inversion addition unit 8, is a second harmonic signal E2 caused by part of the remaining fundamental wave signals E1 and E4 and the tissue in the subject. It is a filter for removing.
  • the tissue signal filter unit 20 performs filtering on the added signal so as to remove a signal near the center frequency of the second harmonic signal E2.
  • the filtering of the addition signal performed by the tissue signal filter unit 20 differs depending on the quadrature detection method by the quadrature detection unit 5. For example, as shown in FIGS.
  • the quadrature detection unit 5 when the quadrature detection unit 5 performs quadrature detection in a predetermined band FB, a so-called band limiting filter that narrows the band FB is used as the tissue signal filter unit 20. It is done. Further, for example, the quadrature detection unit 5 shifts the IQ signal in the band FB to the vicinity of the zero frequency by multiplying the IQ signal sequence of the determined band FB by the reference wave having the center frequency of the band FB. When performing such quadrature detection, a so-called low-pass filter that reduces high-frequency component signals can be used as the tissue signal filter unit 20.
  • step S1 the transmission unit 3 transmits the first ultrasonic pulse FP and the second ultrasonic pulse SP into the subject via the transducer array 2.
  • step S2 ultrasonic transducers based on the first ultrasonic pulse FP and the second ultrasonic pulse SP transmitted in the subject in step S1 are received by the transducer array 2, and the transducer array 2 Based on the signal output from, the reception signal is acquired by the reception unit 4.
  • step S3 the quadrature detection unit 5 performs quadrature detection on the reception signal acquired in step S2, thereby performing an IQ signal sequence C1 corresponding to the first ultrasonic pulse FP and the second ultrasonic pulse SP. And C2 respectively.
  • the tissue velocity detection unit 6 detects the velocity of the tissue in the subject based on the IQ signal sequence acquired in step S3. At this time, for example, the tissue velocity detection unit 6 detects the intra-subject from the IQ signal sequence C1 corresponding to the first ultrasonic pulse FP and the IQ signal sequence C2 corresponding to the second ultrasonic pulse SP, respectively.
  • the tissue velocity vector V representing the tissue velocity is detected by calculating the velocity vectors V1 and V2 representing the tissue velocity and calculating the average value of these velocity vectors.
  • the tissue velocity detection unit 6 calculates velocity vectors V1 and V2 representing the velocity of the tissue in the subject using the equations (1) and (2), and uses the equation (3) to calculate the tissue of the tissue.
  • the velocity vector V can be detected.
  • step S5 the phase correction unit 7 uses the phase of the tissue velocity vector V of the subject detected in step S4 to correct the IQ signal sequences C1 and C2 acquired in step S3.
  • NP and ⁇ PN are calculated, and using the calculated correction phase amounts ⁇ NP and ⁇ PN , the IQ signal sequence C1 corresponding to the first ultrasonic pulse FP and the IQ corresponding to the second ultrasonic pulse SP are calculated.
  • the signal sequence C2 is corrected.
  • the phase correction unit 7 calculates the correction phase amounts ⁇ NP and ⁇ PN using, for example, Equations (4) and (5), and the IQ signal sequence using Equations (6) and (7).
  • C1 and C2 can be corrected.
  • step S6 the pulse inversion adding unit 8 uses the IQ signal sequence corrected in step S5 and corresponds to the IQ signal sequence corresponding to the first ultrasonic pulse FP and the second ultrasonic pulse SP.
  • An addition signal is acquired by adding the IQ signal sequence.
  • This added signal is a signal obtained by removing the fundamental wave signals E1 and E4 caused by the first ultrasonic pulse FP and the second ultrasonic pulse SP as shown in FIGS. 3 and 4, for example.
  • the tissue signal filter unit 20 removes the second harmonic signal E2 caused by the tissue in the subject from the addition signal acquired in step S6. At this time, the tissue signal filter unit 20 performs filtering on the addition signal so as to remove, for example, a signal near the center frequency of the second harmonic signal E2 from the addition signal.
  • the non-linear signal information calculation unit 9 uses the addition signal filtered in step S9 as non-linear signal information of the power PB of the non-linear signal E3 based on the contrast agent bubble introduced into the subject. At least one of the value and the value of the speed VB is calculated. At this time, the nonlinear signal information calculation unit 9 can use Equations (8) and (9).
  • step S8 the image generation unit 10 generates an ultrasonic image based on at least one of the power PB value and the velocity VB value of the nonlinear signal E3 calculated in step S7, and displays the generated ultrasonic image. Displayed on the unit 12. Since the ultrasonic image generated in this manner is one in which the influence of the second harmonic signal E2 is removed, the nonlinear signal E3 resulting from the contrast agent bubble is more clearly represented. Thereby, the operation of the ultrasonic diagnostic apparatus 1A according to Embodiment 3 is completed.
  • the phase of the IQ signal sequences C1 and C2 is corrected, and the influence of the tissue velocity in the subject on the IQ signal sequences C1 and C2 is affected.
  • IQ signal trains C1 and C2 that have been offset and phase-corrected, IQ signals having different polarities are added together to obtain an added signal, and 2 resulting from the tissue in the subject with respect to the obtained added signal Since filtering for removing the second harmonic signal E2 is performed, an ultrasonic image that more clearly represents the nonlinear signal E3 due to the bubble of the contrast agent can be obtained.

Abstract

超音波診断装置（１）は、振動子アレイ（２）と、振動子アレイ（２）から互いに位相を反転させた超音波パルス（ＦＰ）と超音波パルス（ＳＰ）を同一の走査線上に複数回送信させる送信部（３）と、振動子アレイ（２）の出力信号から受信信号を取得する受信部（４）と、受信信号を直交検波してＩＱ信号列を取得する直交検波部（５）と、ＩＱ信号列に基づいて被検体内の組織の速度を検出する組織速度検出部（６）と、ＩＱ信号列の位相を補正する位相補正部（７）と、補正されたＩＱ信号列を用いて、超音波パルス（ＦＰ）に対応するＩＱ信号と超音波パルス（ＳＰ）に対応するＩＱ信号を加算して加算信号を取得するパルスインバージョン加算部（８）と、加算信号から超音波画像を生成する画像生成部（１０）とを備える。

Description

超音波診断装置および超音波診断装置の制御方法
　本発明は、超音波診断装置および超音波診断装置の制御方法に係り、特に、ハーモニックイメージング法により超音波画像の生成を行う超音波診断装置および超音波診断装置の制御方法に関する。
　医用超音波診断装置において、被検体に造影剤を導入して診断を行なう場合等には、特許文献１および２に開示されるように、造影剤の非線形性を利用し、振動子アレイにより受信した超音波エコーから非線形成分を抽出して画像化を行う、いわゆるハーモニックイメージング法が知られている。ハーモニックイメージング法を用いることにより、被検体の組織と造影剤のコントラストの高い画像を生成することができる。
　ハーモニックイメージング法において、超音波エコーから非線形成分を抽出する方法として、例えば、同一の走査線上に、互いに位相を反転させた第１の超音波パルスと第２の超音波パルスを順次送信し、第１の超音波パルスによる受信信号と第２の超音波パルスによる受信信号を加算するパルスインバージョン法がある。
特開２００２－３０１０６８号公報 特開２００３－２３０２５５９号公報
　このパルスインバージョン法により、超音波エコーから基本波成分を除去して非線形成分を抽出することができる。
　しかしながら、拍動および呼吸等に起因して動きを有する被検体の組織に対して画像化を行う場合には、超音波エコーの基本波成分も組織の動きの影響を受けるため、パルスインバージョン法により、互いに位相を反転させた第１の超音波パルスと第２の超音波パルスによる受信信号を加算するだけでは、超音波エコーから基本波成分を十分に除去することができず、画像上にいわゆるモーションアーチファクトが発生するという問題がある。
　本発明は、このような従来の問題点を解消するためになされたものであり、モーションアーチファクトの発生を低減することができる超音波診断装置および超音波診断装置の制御方法を提供することを目的とする。
　上記目的を達成するために、本発明の超音波診断装置は、振動子アレイと、振動子アレイから被検体内に互いに位相を反転させた第１の超音波パルスと第２の超音波パルスの組を同一の走査線上に少なくとも２回以上のＮ回送信させる送信部と、被検体内において発生した超音波エコーを受けた振動子アレイから出力される信号により受信信号を取得する受信部と、受信部により取得された受信信号に対して定められた帯域で直交検波を行うことにより第１の超音波パルスに対応するＩＱ信号列と第２の超音波パルスに対応するＩＱ信号列を取得する直交検波部と、直交検波部により取得されたＩＱ信号列に基づいて被検体内の組織の速度を検出する組織速度検出部と、組織速度検出部により検出された組織の速度に基づいて、組織の速度による影響が相殺されるように被検体内の各反射位置から得られたＩＱ信号列の位相を補正する位相補正部と、位相補正部により位相が補正されたＩＱ信号列を用いて、時系列に隣り合う第１の超音波パルスに対応するＩＱ信号と第２の超音波パルスに対応するＩＱ信号を加算することにより基本波成分が除去された加算信号を取得するパルスインバージョン加算部と、パルスインバージョン加算部により取得された加算信号に基づいて超音波画像を生成する画像生成部とを備えたことを特徴とする。
　組織速度検出部は、直交検波部により取得されたＩＱ信号列のうち、正の位相を有するＩＱ信号列から自己相関により算出された各反射位置における速度ベクトルと、負の位相を有するＩＱ信号列から自己相関により算出された各反射位置における速度ベクトルを用いて被検体内の組織の速度を検出することができる。
　もしくは、組織速度検出部は、時系列に隣り合う第１の超音波パルスに対応するＩＱ信号と第２の超音波パルスに対応するＩＱ信号の減算を行うことにより得られるＩＱ信号列から自己相関により算出された各反射位置における速度ベクトルを用いて被検体内の組織の速度を検出することもできる。
　パルスインバージョン加算部は、それぞれの第１の超音波パルスに対応するＩＱ信号と、時系列において第１の超音波パルスに対応するＩＱ信号の直後の第２の超音波パルスに対応するＩＱ信号との加算、および、それぞれの第２の超音波パルスに対応するＩＱ信号と、時系列において第２の超音波パルスに対応するＩＱ信号の直後の第１の超音波パルスに対応するＩＱ信号との加算の双方を行うことにより、加算信号を取得することができる。
　もしくは、パルスインバージョン加算部は、それぞれの第１の超音波パルスに対応するＩＱ信号と、時系列において第１の超音波パルスに対応するＩＱ信号の直後の第２の超音波パルスに対応するＩＱ信号との加算、および、それぞれの第２の超音波パルスに対応するＩＱ信号と、時系列において第２の超音波パルスに対応するＩＱ信号の直後の第１の超音波パルスに対応するＩＱ信号との加算のいずれか一方のみにより、加算信号を取得することもできる。
　また、パルスインバージョン加算部により取得された加算信号から被検体内の組織に起因する信号を除去するための組織信号フィルタ部をさらに備えることができる。
　また、パルスインバージョン加算部により取得された加算信号から非線形信号のパワーおよび速度の少なくとも一方を算出する非線形信号情報算出部をさらに備えることができる。
　この際に、画像生成部は、非線形信号情報算出部により算出された非線形信号のパワーおよび速度の少なくとも一方に基づいて超音波画像を生成することが好ましい。
　また、送信部は、それぞれの走査線上に第１の超音波パルスと第２の超音波パルスの組をＮ回送信した後に、次の走査線上に第１の超音波パルスと第２の超音波パルスの組をＮ回送信することができる。
　もしくは、送信部は、定められた数の走査線上に第１の超音波パルスを順次１回ずつ送信させた後に定められた数の走査線上に第２の超音波パルスを順次１回ずつ送信させることをＮ回繰り返すことにより、定められた数の走査線上に第１の超音波パルスと第２の超音波パルスの組をＮ回送信することもできる。
　もしくは、送信部は、定められた数の走査線上に第１の超音波パルスと第２の超音波パルスの組を順次１回ずつ送信させることをＮ回繰り返すことにより、定められた数の走査線上に第１の超音波パルスと第２の超音波パルスの組をＮ回送信することもできる。
　また、超音波画像を表示する表示部をさらに備えることが好ましい。
　本発明の超音波診断装置の制御方法は、振動子アレイから被検体内に互いに位相を反転させた第１の超音波パルスと第２の超音波パルスの組を同一の走査線上に少なくとも２回以上のＮ回送信させ、被検体内において発生した超音波エコーを受けた振動子アレイから出力される信号により受信信号を取得し、取得された受信信号に対して定められた帯域で直交検波を行うことにより第１の超音波パルスに対応するＩＱ信号列と第２の超音波パルスに対応するＩＱ信号列を取得し、取得されたＩＱ信号列に基づいて被検体内の組織の速度を検出し、検出された組織の速度に基づいて、組織の速度による影響が相殺されるように被検体内の各反射位置から得られたＩＱ信号列の位相を補正し、位相が補正されたＩＱ信号列を用いて、時系列に隣り合う第１の超音波パルスに対応するＩＱ信号と第２の超音波パルスに対応するＩＱ信号を加算することにより基本波成分が除去された加算信号を取得し、取得された加算信号に基づいて超音波画像を生成することを特徴とする。
　本発明によれば、直交検波部により取得されたＩＱ信号列に基づいて被検体内の組織の速度を検出する組織速度検出部と、組織速度検出部により検出された組織の速度に基づいて、組織の速度による影響が相殺されるように被検体内の各反射位置から得られたＩＱ信号列の位相を補正する位相補正部と、位相補正部により位相が補正されたＩＱ信号列を用いて、時系列に隣り合う第１の超音波パルスに対応するＩＱ信号と第２の超音波パルスに対応するＩＱ信号を加算することにより基本波成分が除去された加算信号を取得するパルスインバージョン加算部とを備えるため、モーションアーチファクトの発生を低減することができる。
本発明の実施の形態１に係る超音波診断装置の構成を示すブロック図である。 本発明の実施の形態１における受信部の内部構成を示すブロック図である。 第１の超音波パルスに対応する直交検波の帯域の例を示す図である。 第２の超音波パルスに対応する直交検波の帯域の例を示す図である。 本発明の実施の形態１に係る超音波診断装置の動作を表すフローチャートである。 超音波パルスの送信タイミングを模式的に示す図である。 第１の超音波パルスおよび第２の超音波パルスに対応するＩＱ信号列を模式的に示す図である。 第１の超音波パルスに対応するＩＱ信号列と第２の超音波パルスに対応するＩＱ信号列を加算して加算信号を算出する様子を模式的に示す図である。 本発明の実施の形態３に係る超音波診断装置により得られたパワーの値をグレースケールにより表した超音波画像の例を示す図である。 従来の超音波診断装置により得られたパワーの値をグレースケールにより表した超音波画像の例を示す図である。 ＩＱ信号の減算を行う様子を模式的に示す図である。 本発明の実施の形態３に係る超音波診断装置により得られたパワーおよび速度の表示例を模式的に示す図である。 従来のインターリーブスキャンにおける超音波パルスの送信タイミングを模式的に示す図である。 本発明の実施の形態２における超音波パルスの送信タイミングを模式的に示す図である。 本発明の実施の形態２の変形例における超音波パルスの送信タイミングを模式的に示す図である。 本発明の実施の形態３に係る超音波診断装置の構成を示す図である。 本発明の実施の形態３に係る超音波診断装置の動作を表すフローチャートである。
　以下、この発明の実施の形態を添付図面に基づいて説明する。また、以下においては、被検体に造影剤が導入されているものとする。
実施の形態１
　図１に、本発明の実施の形態１に係る超音波診断装置１の構成を示す。図１に示すように、超音波診断装置１は、振動子アレイ２を備えており、振動子アレイ２に送信部３および受信部４がそれぞれ接続されている。受信部４には、直交検波部５が接続され、直交検波部５に、組織速度検出部６および位相補正部７が接続されている。また、組織速度検出部６は、位相補正部７に接続している。また、位相補正部７には、パルスインバージョン加算部８、非線形信号情報算出部９、画像生成部１０、表示制御部１１および表示部１２が順次接続されている。
　さらに、送信部３、受信部４、直交検波部５、組織速度検出部６、位相補正部７、パルスインバージョン加算部８、非線形信号情報算出部９、画像生成部１０および表示制御部１１に、装置制御部１３が接続されており、装置制御部１３に、格納部１４および操作部１５が接続されている。装置制御部１３と格納部１４は、互いに双方向の情報の受け渡しが可能に接続されている。
　また、送信部３、受信部４、直交検波部５、組織速度検出部６、位相補正部７、パルスインバージョン加算部８、非線形信号情報算出部９、画像生成部１０、表示制御部１１および装置制御部１３により、プロセッサ１６が構成されている。
　図１に示す超音波診断装置１の振動子アレイ２は、１次元または２次元に配列された複数の振動子を有している。これらの振動子は、それぞれ送信部３から供給される駆動信号に従って超音波を送信すると共に、被検体からの超音波エコーを受信して、超音波エコーに基づく信号を出力する。各振動子は、例えば、ＰＺＴ（Lead Zirconate Titanate：チタン酸ジルコン酸鉛）に代表される圧電セラミック、ＰＶＤＦ（Poly Vinylidene Di Fluoride：ポリフッ化ビニリデン）に代表される高分子圧電素子およびＰＭＮ－ＰＴ（Lead Magnesium Niobate-Lead Titanate：マグネシウムニオブ酸鉛－チタン酸鉛固溶体）に代表される圧電単結晶等からなる圧電体の両端に電極を形成することにより構成される。
　プロセッサ１６の送信部３は、例えば、複数のパルス発生器を含んでおり、装置制御部１３からの制御信号に応じて選択された送信遅延パターンに基づいて、振動子アレイ２の複数の振動子から送信される超音波が超音波ビームを形成するように、それぞれの駆動電圧を、遅延量を調節して複数の振動子に供給する。このように、振動子アレイ２の複数の振動子の電極にパルス状の駆動電圧が印加されると、圧電体が伸縮し、それぞれの振動子からパルス状の超音波が発生して、それらの超音波の合成波から、パルス状の超音波ビームすなわち超音波パルスが形成される。送信部３は、このようにして、互いに位相を反転させた第１の超音波パルスおよび第２の超音波パルスを振動子アレイ２から順次発生させ、振動子アレイ２を介して、第１の超音波パルスと第２の超音波パルスの組を同一の走査線に沿って被検体内に複数回送信する。
　被検体内に送信された第１の超音波パルスおよび第２の超音波パルスは、例えば、被検体の部位等の対象において反射され、いわゆる超音波エコーとして振動子アレイ２に向かって被検体内を伝搬する。このように振動子アレイ２に向かって伝搬する超音波エコーは、振動子アレイ２を構成するそれぞれの振動子により受信される。この際に、振動子アレイ２を構成するそれぞれの振動子は、伝搬する超音波エコーを受信することにより伸縮して電気信号を発生させ、これらの電気信号を受信部４に出力する。
　プロセッサ１６の受信部４は、装置制御部１３からの制御信号に従って、振動子アレイ２から出力される信号の処理を行う。図２に示すように、受信部４は、増幅部１７、ＡＤ（Analog Digital）変換部１８およびビームフォーマ１９が直列接続された構成を有している。
　受信部４の増幅部１７は、振動子アレイ２を構成するそれぞれの振動子から入力された信号を増幅し、増幅した信号をＡＤ変換部１８に送信する。ＡＤ変換部１８は、増幅部１７から送信された信号をデジタルデータに変換し、これらのデータをビームフォーマ１９に送信する。ビームフォーマ１９は、装置制御部１３からの制御信号に応じて選択された受信遅延パターンに基づいて設定される音速または音速の分布に従い、ＡＤ変換部１８により変換された各データに対してそれぞれの遅延を与えて加算することにより、いわゆる受信フォーカス処理を行う。この受信フォーカス処理により、ＡＤ変換部１８により変換された各データが整相加算され且つ超音波エコーの焦点が絞り込まれた受信信号が取得される。
　ここで、被検体内を伝搬する超音波エコーには、第１の超音波パルスおよび第２の超音波パルスを形成する基本波の帯域を有する基本波成分と、被検体の組織の動きに起因する２次高調波成分と、被検体に導入された造影剤のバブルの微小な振動に起因する非線形成分が含まれている。そのため、受信部４により取得された受信信号には、例えば図３および図４に示すように、超音波エコーの基本波成分に基づく基本波信号Ｅ１またはＥ４、２次高調波成分に基づく２次高調波信号Ｅ２および造影剤のバブルによる非線形成分に基づく非線形信号Ｅ３を含んでいる。図３に示す例では、正の位相を有する超音波パルスに基づく受信信号が示されており、基本波信号Ｅ１は、正の値を有している。一方、図４に示す例では、負の位相を有する超音波パルスに基づく受信信号が示されており、基本波信号Ｅ４は、負の値を有している。
　プロセッサ１６の直交検波部５は、受信部４により取得された受信信号に参照周波数のキャリア信号を混合することにより、受信信号を直交検波して複素データであるＩＱ信号に変換し、第１の超音波パルスに対応するＩＱ信号列と第２の超音波パルスに対応するＩＱ信号列を取得する。この際に、直交検波部５は、被検体に導入されている造影剤の検出精度を向上させるため、図３および図４に示すように、基本波信号Ｅ１の信号強度および２次高調波信号Ｅ３の信号強度と比較して、造影剤のバブルに起因する非線形信号Ｅ３の信号強度が相対的に大きくなる周波数を含むように、直交検波の帯域を設定することが望ましい。さらに、直交検波部５は、基本波信号Ｅ１またはＥ４と、２次高調波信号Ｅ２の解析結果を用いて位相補正部７に信号の補正を行わせるため、図３および図４に示すように、非線形信号Ｅ３が最大となる周波数に加えて、基本波信号Ｅ１またはＥ４の周波数帯域の一部と、２次高調波信号Ｅ２の周波数帯域の一部を含むように、直交検波の帯域ＦＢを設定することが好ましい。
　プロセッサ１６の組織速度検出部６は、直交検波部５により取得されたＩＱ信号列に基づいて、被検体内の組織の速度を検出する。この際に、組織速度検出部６は、ＩＱ信号列の自己相関を計算することにより被検体内の各反射位置における速度ベクトルを算出し、これらの速度ベクトルに基づいて被検体内の組織の速度を検出する。組織速度検出部６による被検体の組織の算出については、後に詳述する。
　プロセッサ１６の位相補正部７は、組織速度検出部６により検出された組織の速度に基づいて、組織の速度による影響が相殺されるように、被検体内の各反射位置から得られたＩＱ信号列の位相を補正する。
　プロセッサ１６のパルスインバージョン加算部８は、位相補正部７により位相が補正されたＩＱ信号列を用いて、第１の超音波パルスに対応するＩＱ信号と、第２の超音波パルスに対応するＩＱ信号とを加算することにより、図３および図４に示すような基本波信号Ｅ１およびＥ４が除去された加算信号を取得する。
　プロセッサ１６の非線形信号情報算出部９は、パルスインバージョン加算部８により取得された加算信号から、被検体に導入された造影剤のバブルに起因する非線形信号Ｅ３のパワーおよび速度の少なくとも一方を非線形信号情報として算出する。
　プロセッサ１６の画像生成部１０は、非線形信号情報算出部９により算出された非線形信号Ｅ３のパワーおよび速度の少なくとも一方に基づいて超音波画像を生成する。
　プロセッサ１６の表示制御部１１は、装置制御部１３の制御の下、画像生成部１０により生成された超音波画像等に所定の処理を施して、表示部１２に超音波画像等を表示させる。
　超音波診断装置１の表示部１２は、表示制御部１１の制御の下、画像等を表示するものであり、例えば、ＬＣＤ（Liquid Crystal Display：液晶ディスプレイ）等のディスプレイ装置を含む。
　超音波診断装置１の操作部１５は、ユーザが入力操作を行うためのものであり、キーボード、マウス、トラックボール、タッチパッドおよびタッチパネル等を備えて構成することができる。
　格納部１４は、超音波診断装置１の動作プログラム等を格納するもので、フラッシュメモリ、ＨＤＤ（Hard Disc Drive：ハードディスクドライブ）、ＳＳＤ（Solid State Drive：ソリッドステートドライブ）、ＦＤ（Flexible Disc：フレキシブルディスク）、ＭＯディスク（Magneto-Optical disc：光磁気ディスク）、ＭＴ（Magnetic Tape：磁気テープ）、ＲＡＭ（Random Access Memory：ランダムアクセスメモリ）、ＣＤ（Compact Disc：コンパクトディスク）、ＤＶＤ（Digital Versatile Disc：デジタルバーサタイルディスク）、ＳＤカード（Secure Digital card：セキュアデジタルカード）、ＵＳＢメモリ（Universal Serial Bus memory：ユニバーサルシリアルバスメモリ）等の記録メディア、またはサーバ等を用いることができる。
　なお、送信部３、受信部４、直交検波部５、組織速度検出部６、位相補正部７、パルスインバージョン加算部８、非線形信号情報算出部９、画像生成部１０、表示制御部１１および装置制御部１３を有するプロセッサ１６は、ＣＰＵ（Central Processing Unit：中央処理装置）、および、ＣＰＵに各種の処理を行わせるための制御プログラムから構成されるが、ＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array：フィードプログラマブルゲートアレイ）、ＤＳＰ（Digital Signal Processor：デジタルシグナルプロセッサ）、ＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit：アプリケーションスペシフィックインテグレイテッドサーキット）、ＧＰＵ（Graphics Processing Unit：グラフィックスプロセッシングユニット）、その他のＩＣ（Integrated Circuit：集積回路）を用いて構成されてもよい。また、これらの送信部３、受信部４、直交検波部５、組織速度検出部６、位相補正部７、パルスインバージョン加算部８、非線形信号情報算出部９、画像生成部１０、表示制御部１１および装置制御部１３を部分的にあるいは全体的に１つのＣＰＵ等に統合させて構成することもできる。
　次に、図５に示すフローチャートを用いて、実施の形態１における超音波診断装置１の動作を詳細に説明する。実施の形態１において、超音波診断装置１は、同一の走査線上に互いに位相を反転させた第１の超音波パルスと第２の超音波パルスを順次送信し、第１の超音波パルスによる受信信号と第２の超音波パルスによる受信信号を加算するパルスインバージョン法を用いて、超音波画像を生成する。
　まず、ステップＳ１において、送信部３は、互いに位相を反転させた第１の超音波パルスと第２の超音波パルスを、振動子アレイ２を介して同一の走査線上に複数回送信する。この際に、送信部３は、第１の超音波パルスと第２の超音波パルスの組を同一の走査線上にＮ回送信した後に、次の走査線上に第１の超音波パルスと第２の超音波パルスの組をＮ回送信する。ここで、Ｎは２以上の整数である。例えば、送信部３は、図６に示すように、各走査線Ｌ１、Ｌ２、Ｌ３、Ｌ４、Ｌ５上において、第１の超音波パルスＦＰと第２の超音波パルスＳＰを、交互に４回ずつ送信している。また、図６に示す例においては、時系列に隣り合う第１の超音波パルスＦＰ同士の時間間隔ＰＲＴ１と、時系列に隣り合う第２の超音波パルスＳＰ同士の時間間隔ＰＲＴ１は、互いに同一である。
　ステップＳ２において、受信部４は、ステップＳ１で被検体内に送信された第１の超音波パルスＦＰと第２の超音波パルスＳＰに基づいて被検体内で発生した超音波エコーを受信した振動子アレイ２から出力される信号により、受信信号を取得する。
　続くステップＳ３において、直交検波部５は、ステップＳ２で取得された受信信号に対して定められた帯域ＦＢで直交検波を行うことにより、第１の超音波パルスＦＰに対応するＩＱ信号列と第２の超音波パルスに対応するＩＱ信号列を取得する。この際に、直交検波部５は、例えば、図３および図４に示すように、造影剤のバブルに基づく非線形信号Ｅ３が最大となる周波数と、基本波信号Ｅ１およびＥ４の周波数帯域の一部と、２次高調波信号Ｅ２の周波数帯域の一部を含む帯域ＦＢにおいて直交検波を実行する。
　また、第１の超音波パルスＦＰに対応するＩＱ信号列と第２の超音波パルスＳＰに対応するＩＱ信号列は、互いに極性の異なる位相を有している。例えば、第１の超音波パルスＦＰが正の位相を有し、第２の超音波パルスＳＰが負の位相を有している場合に、図７に示すように、第１の超音波パルスＦＰに対応するＩＱ信号Ｐ０、Ｐ１、Ｐ２、Ｐ３、Ｐ４、Ｐ５を含むＩＱ信号列Ｃ１は、正の位相を有し、第２の超音波パルスＳＰに対応するＩＱ信号Ｎ０、Ｎ１、Ｎ２、Ｎ３、Ｎ４、Ｎ５を含むＩＱ信号列Ｃ２は、負の位相を有する。
　続くステップＳ４において、組織速度検出部６は、ステップＳ３で取得されたＩＱ信号列に基づいて被検体内の組織の速度を検出する。この際に、組織速度検出部６は、例えば、図７に示すように、ステップＳ３で取得されたＩＱ信号のうち、正の位相を有するＩＱ信号列Ｃ１から自己相関により算出された被検体内の各反射位置における速度ベクトルＶ１と、負の位相を有するＩＱ信号列Ｃ２から自己相関により算出された被検体内の各反射位置における速度ベクトルＶ２を算出する。
　ここで、ＩＱ信号の自己相関とは、時系列に異なる２つのＩＱ信号のうち、時系列において後のＩＱ信号と、時系列において前のＩＱ信号の複素共役との積により計算されるものである。例えば、組織速度検出部６は、下記式（１）を用いて速度ベクトルＶ１を算出し、下記式（２）を用いて速度ベクトルＶ２を算出することができる。ここで、下記式（１）および（２）において、Ｐ＊ ｋはＩＱ信号Ｐｋの複素共役、Ｎ＊ ｋはＩＱ信号Ｎｋの複素共役、ｎは２以上の整数である。
　　Ｖ１＝［Σ（Ｐｋ＋１・Ｐ＊ ｋ）］／（ｎ－１）　　（ｋ＝０，１，２，・・・，ｎ－２）・・・（１）
　　Ｖ２＝［Σ（Ｎｋ＋１・Ｎ＊ ｋ）］／（ｎ－１）　　（ｋ＝０，１，２，・・・，ｎ－２）・・・（２）
　また、組織速度検出部６は、下記式（３）に示すように、速度ベクトルＶ１およびＶ２の平均値を計算することにより、被検体内の組織の速度を表す組織速度ベクトルＶを検出することができる。
　　Ｖ＝（Ｖ１＋Ｖ２）／２・・・（３）
　続くステップＳ５において、位相補正部７は、ステップＳ４で検出された被検体内の組織の速度の位相を用いて、ステップＳ３で得られたＩＱ信号列Ｃ１およびＣ２を補正するための補正位相量をそれぞれ算出し、これらの補正位相量に基づいて、ＩＱ信号列Ｃ１およびＣ２を補正する。
　例えば、図７に示すように、ＩＱ信号列Ｃ１において時系列に互いに隣り合うＩＱ信号ＰｋとＰｋ＋１との時間間隔およびＩＱ信号列Ｃ２において時系列に互いに隣り合うＩＱ信号ＮｋとＮｋ＋１との時間間隔をＰＲＴ１、ＩＱ信号列Ｃ１およびＣ２において互いに時系列に隣り合うＩＱ信号ＰｋからＩＱ信号Ｎｋまでの時間間隔をＰＲＴＰＮ、時系列に隣り合うＩＱ信号ＮｋからＩＱ信号Ｐｋ＋１までの時間間隔をＰＲＴＮＰとする。このような場合に、位相補正部７は、下記式（４）を用いてＩＱ信号列Ｃ１に対する補正位相量ΦＮＰを算出し、下記式（５）を用いてＩＱ信号列Ｃ２に対する補正位相量ΦＰＮを算出する。ここで、下記式（４）および（５）におけるΦは、ステップＳ４で検出された被検体の組織速度ベクトルの位相である。
　　ΦＮＰ＝（ＰＲＴＮＰ／ＰＲＴ１）Φ・・・（４）
　　ΦＰＮ＝（ＰＲＴＰＮ／ＰＲＴ１）Φ・・・（５）
　また、位相補正部７は、このようにして算出した補正位相量ΦＮＰおよびΦＰＮを用いて、ＩＱ信号列Ｃ１に含まれるＩＱ信号Ｐ０～Ｐ５に対してｅ－ΦＮＰｉを乗じ、ＩＱ信号列Ｃ２に含まれるＩＱ信号Ｎ０～Ｎ５に対してｅ－ΦＰＮｉを乗じることにより、ＩＱ信号列Ｃ１およびＣ２を補正することができる。ここで、ｅは自然対数の底すなわちネイピア数であり、ｉは虚数単位である。このようにＩＱ信号列Ｃ１およびＣ２を補正することにより、ＩＱ信号列Ｃ１およびＣ２における被検体内の組織の速度の影響を相殺することができる。
　続くステップＳ６において、パルスインバージョン加算部８は、ステップＳ５で位相が補正されたＩＱ信号列Ｃ１およびＣ２を用いて、時系列に隣り合う第１の超音波パルスＦＰに対応するＩＱ信号と第２の超音波パルスＳＰに対応するＩＱ信号を加算することにより基本波信号Ｅ１およびＥ４が除去された加算信号を取得する。
　より具体的には、パルスインバージョン加算部８は、図８に示すように、ステップＳ５で補正される前のＩＱ信号ＰｊとステップＳ５で補正されたＩＱ信号Ｎｊ・ｅ－ΦＰＮｉを加算して加算信号ａｊを算出し、ステップＳ５で補正される前のＩＱ信号ＮｍとステップＳ５で補正されたＩＱ信号Ｐｍ＋１・ｅ－ΦＮＰｉを加算して加算信号ｂｍを算出する。このようにして、パルスインバージョン加算部８は、下記式（６）に示すように加算信号ａｊを算出し、下記式（７）に示すように加算信号ｂｍを算出する。このようにして算出された加算信号ａｊおよびｂｍは、基本波信号Ｅ１およびＥ４が除去され且つ組織の速度の影響が相殺された信号である。
　　ａｊ＝Ｐｊ＋Ｎｊ・ｅ－ΦＰＮｉ　　（ｊ＝０，１，２，・・・，ｎ－１）・・・（６）
　　ｂｍ＝Ｎｍ＋Ｐｍ＋１・ｅ－ΦＮＰｉ　　（ｍ＝０，１，２，・・・，ｎ－２）・・・（７）
　ステップＳ７において、非線形信号情報算出部９は、ステップＳ６で算出された加算信号ａｊおよびｂｍを用いて、被検体に導入された造影剤のバブルに基づく非線形信号Ｅ３のパワーおよび速度ベクトルの少なくとも一方を算出する。例えば、非線形信号情報算出部９は、下記式（８）を用いて非線形信号Ｅ３のパワーＰＢを算出し、下記式（９）を用いて非線形信号Ｅ３の速度ＶＢを算出することができる。
　　ＰＢ＝［Σ｜ａｊ｜２＋Σ｜ｂｍ｜２］／（２ｎ－１）
　　　（ｊ＝０，１，２，・・・，ｎ－１、　ｍ＝０，１，２，・・・，ｎ－２）・・・（８）
　　ＶＢ＝［Σ（ａｑ＋１・ａ＊ ｑ）＋Σ（ｂｒ＋１・ｂ＊ ｒ）］／（２ｎ－３）
　　　（ｑ＝０，１，２，・・・，ｎ－２、　ｒ＝０，１，２，・・・，ｎ－３）・・・（９）
　続くステップＳ８において、画像生成部１０は、ステップＳ７で算出された非線形信号Ｅ３のパワーＰＢおよび速度ＶＢのうち少なくとも一方に基づいて超音波画像を生成し、生成した超音波画像を、表示制御部１１を介して表示部１２に表示する。例えば、画像生成部１０は、図９に示すように、ステップＳ７で算出された非線形信号Ｅ３のパワーＰＢをグレースケールにより表した超音波画像Ｕ１を、表示部１２に表示することができる。このようにして、本発明の実施の形態１に係る超音波診断装置１の動作が終了する。
　ここで、従来の超音波診断装置のように、ステップＳ３において取得されたＩＱ信号列Ｃ１およびＣ２に対して位相の補正を行わずにパワーの値を算出した場合に、算出されたパワーをグレースケールにより表した超音波画像Ｕ２の例を、図１０に示す。図１０に示す超音波画像Ｕ２は、図９に示す超音波画像Ｕ１よりも組織の動きを表す信号を多く含んでいることがわかる。このように、本発明の実施の形態１では、ステップＳ５でＩＱ信号列Ｃ１およびＣ２の補正を行っているため、ＩＱ信号列Ｃ１およびＣ２において組織の速度の影響が相殺され、モーションアーチファクトの発生が低減された鮮明な超音波画像Ｕ１が得られる。
　なお、ステップＳ４において被検体内の組織の速度を検出する際に、組織速度検出部６は、正の位相を有するＩＱ信号列Ｃ１から算出された速度ベクトルＶ１と、負の位相を有するＩＱ信号列Ｃ２から算出された速度ベクトルＶ２の平均値を計算することにより、被検体内の組織の速度を表す組織速度ベクトルＶを検出しているが、組織の速度の検出は、これに限定されない。
　例えば、組織速度検出部６は、ステップＳ３で取得された複数のＩＱ信号のうち、互いに極性の異なる位相を有するＩＱ信号を含む一定数のＩＱ信号列の自己相関を計算することにより、被検体内の組織の速度を表す組織速度ベクトルを検出することもできる。しかしながら、組織の動きに起因する２次高調波信号Ｅ２および造影剤のバブルに起因する非線形信号Ｅ３等の高調波信号は、基本波信号Ｅ１およびＥ４とは異なり、第１の超音波パルスＦＰおよび第２の超音波パルスＳＰの位相に依らずに正の位相を有することにより、基本波信号Ｅ１を含むＩＱ信号列Ｃ１と、基本波信号Ｅ１に対して極性の異なる位相を有する基本波信号Ｅ４を含むＩＱ信号列Ｃ２とでは、高調波信号の影響が異なる。そのため、互いに同一の極性の位相を有するＩＱ信号を用いて組織速度ベクトルを算出した方が、互いに極性の異なる位相を有するＩＱ信号を用いて組織速度ベクトルを算出する場合よりも、組織速度ベクトルにおける誤差が少ない。
　そのため、互いに極性の異なる位相を有するＩＱ信号に基づいて組織速度ベクトルを検出するよりも、同一の極性の位相を有するＩＱ信号列の自己相関を計算することにより組織速度ベクトルＶを検出する方が、残響ノイズ等の影響が少なく、好ましい。
　また、例えば、組織速度検出部６は、時系列に隣り合う第１の超音波パルスＦＰに対応するＩＱ信号と第２の超音波パルスＳＰに対応するＩＱ信号の減算を行うことにより得られるＩＱ信号列から自己相関により算出された被検体の各反射位置における速度ベクトルを用いて、被検体内の組織の速度を検出することもできる。例えば、組織速度検出部６は、図１１に示すように、正の位相を有するＩＱ信号Ｐ０～Ｐ５と負の位相を有するＩＱ信号Ｎ０～Ｎ５とをそれぞれ減算することにより減算信号ｄ０～ｄ５を算出し、算出された減算信号ｄ０～ｄ５の自己相関を計算することにより、組織速度ベクトルＶ３を検出することができる。
　このようにして算出された減算信号ｄ０～ｄ５は、図３および図４に示すような２次高調波信号Ｅ２および非線形信号Ｅ３が除外されており、基本波信号Ｅ１およびＥ４を含んでいる。この場合にも、ステップＳ５において、組織速度ベクトルＶ３に基づき、ＩＱ信号列Ｃ１およびＣ２の補正が行われることにより、ＩＱ信号列Ｃ１およびＣ２から組織の速度の影響を除外することができる。
　なお、図１１に示す例では、ＩＱ信号ＰｋとＩＱ信号Ｎｋとの減算が行われているが、ＩＱ信号ＮｋとＩＱ信号Ｐｋ＋１との減算が行われてもよい。また、ＩＱ信号列に含まれる複数のＩＱ信号とＩＱ信号列Ｃ２に含まれる複数のＩＱ信号の任意の組み合わせに基づいて、減算処理が行われてもよい。
　また、ステップＳ５において、位相補正部７は、ステップＳ４で得られた組織速度ベクトルＶを用いてＩＱ信号列Ｃ１およびＣ２の補正を行っているが、ＩＱ信号列Ｃ１およびＣ２の補正方法は、これに限定されない。例えば、位相補正部７は、ＩＱ信号列Ｃ１およびＣ２に含まれる各ＩＱ信号の位相を算出し、ＩＱ信号列Ｃ１およびＣ２においてそれぞれ隣り合うＩＱ信号の位相の差を算出し、その差の平均値を計算することにより補正位相量を算出することができる。さらに、位相補正部７は、このようにして算出した補正位相量に基づいて、ＩＱ信号列Ｃ１およびＣ２を補正することができる。
　また、ステップＳ６において、パルスインバージョン加算部８は、時系列に隣り合う第１の超音波パルスＦＰに対応するＩＱ信号と、第２の超音波パルスＳＰに対応するＩＱ信号を加算しているが、時系列に隣り合わない任意の組み合わせにより、第１の超音波パルスＦＰに対応するＩＱ信号と、第２の超音波パルスＳＰに対応するＩＱ信号とを加算することもできる。しかしながら、時系列に隣り合う第１の超音波パルスＦＰに対応するＩＱ信号と、第２の超音波パルスＳＰに対応するＩＱ信号とを加算する方が、被検体の組織の動きの影響が少ないため、好ましい。
　また、ステップＳ６では、パルスインバージョン加算部８は、数式（７）を用いて加算信号ａｊを算出し、数式（８）を用いて加算信号ｂｍを算出しているが、加算信号ａｊおよび加算信号ｂｍのうち、一方のみを算出することもできる。この場合にも、加算信号ａｊまたは加算信号ｂｋを用いて、モーションアーチファクトが低減された超音波画像を得ることができる。
　また、実施の形態１では、ステップＳ８で生成される超音波画像の例として、ステップＳ７で算出されたパワーＰＢの値をグレースケールにより表す超音波画像が示されているが、超音波画像の態様は、これに限定されない。
　例えば、画像生成部１０は、図１２に示すように、ステップＳ７で算出された非線形信号Ｅ３の速度ＶＢの極性に応じて色Ａおよび色Ｂの一方を選択し、パワーＰＢの値を明度変化により表し、速度ＶＢの絶対値を彩度変化により表した超音波画像を生成し、生成した画像を表示部１２に表示することができる。図１２に示す例では、パワーＰＢの値が大きくなるほど明度が大きくなり、速度ＶＢが正の領域においては、速度ＶＢの絶対値が大きくなるほど色Ａの彩度が高くなり、速度ＶＢが負の領域においては、速度ＶＢの絶対値が大きくなるほど色Ｂの彩度が高くなっている。このように、パワーＰＢの値の大きさを明度で表し、速度ＶＢの絶対値の大きさを一定の色の彩度で表すことにより、ユーザは、超音波画像を確認して、被検体に導入された造影剤のバブルに基づく非線形信号Ｅ３のパワーＰＢと速度ＶＢを把握することができる。
　また、図示しないが、超音波診断装置１にＢモード画像を生成するためのＢモード処理部を設けることにより、被検体の断層画像を表すＢモード画像上に、被検体に導入された造影剤のバブルに基づく非線形信号Ｅ３のパワーＰＢと速度ＶＢの少なくとも一方を画像化して表示部１２に重畳表示させることができる。また、被検体の断層画像を表すＢモード画像に並べて、造影剤のバブルに基づく非線形信号Ｅ３のパワーＰＢと速度ＶＢの少なくとも一方を画像化して表示部１２に表示させることもできる。
実施の形態２
　実施の形態２に係る超音波診断装置において実施されるスキャン方式を図１３に模式的に示す。このスキャン方式は、インターリーブスキャンとも呼ばれ、定められた数の走査線上に順次超音波パルスＰを送信することを繰り返すため、超音波画像を生成する周期すなわちフレームレートを保ちながら、同一の走査線上にのみ順次超音波パルスＰを送信する場合よりも同一の走査線上に送信された超音波パルス間の時間間隔を長くすることができる。
　ここで、図１３に示す例では、３つの走査線Ｌ１、Ｌ２、Ｌ３上に順次超音波パルスＰを送信することが８回繰り返された後、次の３つの走査線Ｌ４、Ｌ５、Ｌ６上に順次超音波パルスＰを送信することが８回繰り返されている。これにより、各走査線Ｌ１～Ｌ６上に、８つの超音波パルスＰが送信される。また、超音波パルスＰは、振動子アレイ２から時間間隔ＰＲＴ２で送信されているが、同一の走査線上において時系列に互いに隣接する超音波パルスＰ間の時間間隔は、時間間隔ＰＲＴ２よりも大きい時間間隔ＰＲＴ３である。
　本発明においては、このようなインターリーブスキャンを行うことにより、被検体に導入された造影剤のバブルの破壊を防ぐことができる。例えば、送信部３は、図１４に示すように、定められた数の走査線上に第１の超音波パルスＦＰを順次１回ずつ送信した後に、定められた数の走査線上に第２の超音波パルスＳＰを順次１回ずつ送信することをＮ回繰り返すことにより、定められた数の走査線上に第１の超音波パルスＦＰと第２の超音波パルスＳＰの組をＮ回送信する。
　図１４に示す例では、送信部３は、３つの走査線Ｌ１、Ｌ２、Ｌ３上に第１の超音波パルスＦＰを順次１回ずつ送信した後に、走査線Ｌ１、Ｌ２、Ｌ３上に第２の超音波パルスＳＰを順次１回ずつ送信することを４回繰り返した後に、次の３つの走査線Ｌ４、Ｌ５、Ｌ６上についても同様の方法により、第１の超音波パルスＦＰと第２の超音波パルスＳＰの送信を行っている。これにより、走査線Ｌ１～Ｌ６上に、第１の超音波パルスＦＰと第２の超音波パルスＳＰがそれぞれ交互に４回送信される。
　また、第１の超音波パルスＦＰおよび第２の超音波パルスＳＰは、振動子アレイ２から時間間隔ＰＲＴ４で送信されているが、同一の走査線上において時系列に互いに隣接する第１の超音波パルスＦＰ間、第２の超音波パルスＳＰ間、第１の超音波パルスＦＰと第２の超音波パルスＳＰとの間の時間間隔は、時間間隔ＰＲＴ４よりも大きい時間間隔ＰＲＴ５である。そのため、送信部３は、例えば図１４に示すようなインターリーブスキャンを行うことにより、超音波画像を生成するフレームレートを保ちながら、造影剤のバブルの破壊を防ぐことができる。
　また、このように、送信部３がインターリーブスキャンを行う場合にも、実施の形態１において説明する態様と同様に、位相補正部７により、第１の超音波パルスＦＰに対応するＩＱ信号列と、第２の超音波パルスＳＰに対応するＩＱ信号列が補正され、補正されたＩＱ信号列を用いてパルスインバージョン加算部８により、被検体内の組織の速度の影響が相殺された加算信号が取得される。さらに、このような加算信号に基づいて、モーションアーチファクトの発生が低減された鮮明な超音波画像が得られる。
　なお、送信部３は、例えば、図１５に示すように、定められた数の走査線上に第１の超音波パルスＦＰと第２の超音波パルスＳＰの組を順次１回ずつ送信させることをＮ回繰り返すことにより、定められた数の走査線上に第１の超音波パルスＦＰと第２の超音波パルスＳＰの組をＮ回送信するようなインターリーブスキャンを行うこともできる。
　図１５に示す例では、送信部３は、３つの走査線Ｌ１、Ｌ２、Ｌ３上に第１の超音波パルスＦＰと第２の超音波パルスＳＰの組を順次１回ずつ送信することを４回繰り返した後に、次の３つの走査線Ｌ４、Ｌ５、Ｌ６上に第１の超音波パルスＦＰと第２の超音波パルスＳＰの組を順次１回ずつ送信している。これにより、走査線Ｌ１～Ｌ６上に、第１の超音波パルスＦＰと第２の超音波パルスＳＰがそれぞれ交互に４回送信される。
　また、第１の超音波パルスＦＰおよび第２の超音波パルスＳＰは、振動子アレイ２から時間間隔ＰＲＴ６で送信されているが、同一の走査線上においては、第１の超音波パルスＦＰと第２の超音波パルスＳＰの組が時間間隔ＰＲＴ６で送信された後に、時間間隔ＰＲＴ６よりも大きい時間間隔ＰＲＴ７を隔てて、次の第１の超音波パルスＦＰと第２の超音波パルスＳＰの組が送信されている。そのため、送信部３は、例えば図１５に示すようなインターリーブスキャンを行うことにより、超音波画像を生成するフレームレートを保ちながら、造影剤のバブルの破壊を防ぐことができる。
　ここで、第１の超音波パルスＦＰと第２の超音波パルスＳＰ間の時間間隔ＰＲＴ６は、図１４に示す第１の超音波パルスＦＰと第２の超音波パルスＳＰ間の時間間隔ＰＲＴ５よりも小さくすることができるため、時間間隔ＰＲＴ６だけ時系列に離れた第１の超音波パルスＦＰと第２の超音波パルスＳＰに対応するＩＱ信号を加算して加算信号を取得することにより、取得された加算信号における被検体内の組織の動きの影響を小さくすることができる。
　なお、図１５に示す例では、送信部３は、定められた数の走査線上に第１の超音波パルスＦＰと第２の超音波パルスＳＰの組を順次１回ずつ送信しているが、定められた数の走査線上に任意の数の第１の超音波パルスＦＰと任意の数の第２の超音波パルスＳＰの組み合わせを、順次１回ずつ送信するように、インターリーブスキャンを行うこともできる。この場合にも、超音波画像を生成するフレームレートを保ちながら、造影剤のバブルの破壊を防ぐことができる。
実施の形態３
　実施の形態１においてパルスインバージョン加算部８により算出される加算信号には、例えば図３および図４に示すような、基本波信号Ｅ１およびＥ４の一部および被検体の組織の動きに起因する２次高調波信号Ｅ２の一部が残存していることがある。そのため、例えば、加算信号から基本波信号Ｅ１およびＥ４および２次高調波信号Ｅ２を除去するためのフィルタを用いることにより、加算信号から組織の動きの影響を除去して、モーションアーチファクトの発生をより低減した超音波画像を得ることができる。
　図１６に、実施の形態３に係る超音波診断装置１Ａの構成を示す。実施の形態３の超音波診断装置１Ａは、図１に示す実施の形態１の超音波診断装置１におけるパルスインバージョン加算部８と非線形信号情報算出部９との間に、組織信号フィルタ部２０を設けたものであり、組織信号フィルタ部２０は、パルスインバージョン加算部８と非線形信号情報算出部９とに接続している。
　また、送信部３、受信部４、直交検波部５、組織速度検出部６、位相補正部７、パルスインバージョン加算部８、非線形信号情報算出部９、画像生成部１０、表示制御部１１、装置制御部１３、組織信号フィルタ部２０により、プロセッサ１６Ａが構成されている。
　プロセッサ１６Ａの組織信号フィルタ部２０は、パルスインバージョン加算部８により取得された加算信号から、残存した基本波信号Ｅ１およびＥ４の一部および被検体内の組織に起因する２次高調波信号Ｅ２を除去するためのフィルタである。例えば、組織信号フィルタ部２０は、２次高調波信号Ｅ２の中心周波数付近の信号を除去するように、加算信号に対してフィルタリングを行う。組織信号フィルタ部２０により行われる加算信号のフィルタリングは、直交検波部５による直交検波の方式により異なる。例えば、図３および図４に示すように、直交検波部５が、定められた帯域ＦＢにおいて直交検波を行う場合には、組織信号フィルタ部２０として、帯域ＦＢを狭める、いわゆる帯域制限フィルタが用いられる。また、例えば、直交検波部５が、定められた帯域ＦＢのＩＱ信号列に対して、帯域ＦＢの中心周波数を有する参照波を乗算することにより、帯域ＦＢにおけるＩＱ信号をゼロ周波数付近にシフトさせるような直交検波を行う場合には、組織信号フィルタ部２０として、高周波成分の信号を低減するいわゆるローパスフィルタを用いることができる。
　次に、図１７に示すフローチャートを用いて、実施の形態３に係る超音波診断装置１Ａの動作を説明する。このフローチャートは、図５に示す実施の形態１におけるフローチャートにおいて、ステップＳ６とステップＳ７の間にステップＳ９が追加されたものである。
　まず、ステップＳ１において、送信部３は、振動子アレイ２を介して被検体内に第１の超音波パルスＦＰと第２の超音波パルスＳＰを送信する。
　次に、ステップＳ２において、ステップＳ１で被検体内に送信された第１の超音波パルスＦＰおよび第２の超音波パルスＳＰに基づく超音波エコーが振動子アレイ２により受信され、振動子アレイ２から出力された信号に基づいて、受信部４により受信信号が取得される。
　ステップＳ３において、直交検波部５は、ステップＳ２で取得された受信信号に対して直交検波を行うことにより、第１の超音波パルスＦＰおよび第２の超音波パルスＳＰに対応するＩＱ信号列Ｃ１およびＣ２をそれぞれ取得する。
　続くステップＳ４において、組織速度検出部６は、ステップＳ３で取得されたＩＱ信号列に基づいて被検体内の組織の速度を検出する。この際に、例えば、組織速度検出部６は、第１の超音波パルスＦＰに対応するＩＱ信号列Ｃ１と、第２の超音波パルスＳＰに対応するＩＱ信号列Ｃ２から、それぞれ、被検体内の組織の速度を表す速度ベクトルＶ１およびＶ２を算出し、これらの速度ベクトルの平均値を計算することにより、組織の速度を表す組織速度ベクトルＶを検出する。この際に、組織速度検出部６は、数式（１）および（２）を用いて被検体内の組織の速度を表す速度ベクトルＶ１およびＶ２を算出し、数式（３）を用いて組織の組織速度ベクトルＶを検出することができる。
　ステップＳ５において、位相補正部７は、ステップＳ４で検出された被検体の組織速度ベクトルＶの位相を用いて、ステップＳ３で取得されたＩＱ信号列Ｃ１およびＣ２を補正するための補正位相量ΦＮＰおよびΦＰＮを算出し、算出された補正位相量ΦＮＰおよびΦＰＮを用いて、第１の超音波パルスＦＰに対応するＩＱ信号列Ｃ１と、第２の超音波パルスＳＰに対応するＩＱ信号列Ｃ２を補正する。この際に、位相補正部７は、例えば、数式（４）および（５）を用いて、補正位相量ΦＮＰおよびΦＰＮを算出し、数式（６）および（７）を用いてＩＱ信号列Ｃ１およびＣ２を補正することができる。
　ステップＳ６において、パルスインバージョン加算部８は、ステップＳ５で補正されたＩＱ信号列を用いて、第１の超音波パルスＦＰに対応するＩＱ信号列と、第２の超音波パルスＳＰに対応するＩＱ信号列とを加算することにより、加算信号を取得する。この加算信号は、例えば図３および図４に示すような、第１の超音波パルスＦＰおよび第２の超音波パルスＳＰに起因する基本波信号Ｅ１およびＥ４が除去された信号である。
　続くステップＳ９において、組織信号フィルタ部２０は、ステップＳ６で取得された加算信号から、被検体内の組織に起因する２次高調波信号Ｅ２を除去する。この際に、組織信号フィルタ部２０は、例えば、加算信号から２次高調波信号Ｅ２の中心周波数付近の信号を除去するように、加算信号に対してフィルタリングを行う。
　続くステップＳ７において、非線形信号情報算出部９は、ステップＳ９でフィルタリングがなされた加算信号を用いて、非線形信号情報として、被検体に導入された造影剤のバブルに基づく非線形信号Ｅ３のパワーＰＢの値と速度ＶＢの値のうち少なくとも一方を算出する。この際に、非線形信号情報算出部９は、数式（８）および（９）を用いることができる。
　ステップＳ８において、画像生成部１０は、ステップＳ７で算出された非線形信号Ｅ３のパワーＰＢの値と速度ＶＢの値のうち少なくとも一方に基づいて超音波画像を生成し、生成した超音波画像を表示部１２に表示する。このようにして生成された超音波画像は、２次高調波信号Ｅ２の影響が除去されたものであるため、造影剤のバブルに起因する非線形信号Ｅ３をより鮮明に表している。これにより、実施の形態３に係る超音波診断装置１Ａの動作が終了する。
　以上により、実施の形態３に係る超音波診断装置１Ａによれば、ＩＱ信号列Ｃ１およびＣ２に対して位相の補正を行ってＩＱ信号列Ｃ１およびＣ２における被検体内の組織の速度の影響を相殺し、位相の補正がなされたＩＱ信号列Ｃ１およびＣ２において互いに極性の異なるＩＱ信号同士を加算して加算信号を取得し、取得された加算信号に対して被検体内の組織に起因する２次高調波信号Ｅ２を除去するフィルタリングを行うため、造影剤のバブルに起因する非線形信号Ｅ３をより鮮明に表す超音波画像を得ることができる。
１，１Ａ　超音波診断装置、２　振動子アレイ、３　送信部、４　受信部、５　直交検波部、６　組織速度検出部、７　位相補正部、８　パルスインバージョン加算部、９　非線形信号情報算出部、１０　画像生成部、１１　表示制御部、１２　表示部、１３　装置制御部、１４　格納部、１５　操作部、１６，１６Ａ　プロセッサ、１７　増幅部、１８　ＡＤ変換部、１９　ビームフォーマ、２０　組織信号フィルタ部、Ａ，Ｂ　色、ａ０，ａ１，ａ２，ａ３，ａ４，ａ５，ｂ０，ｂ１，ｂ２，ｂ３，ｂ４，ｂ５　加算信号、Ｃ１，Ｃ２　ＩＱ信号列、ｄ０，ｄ１，ｄ２，ｄ３，ｄ４，ｄ５　減算信号、Ｅ１，Ｅ４　基本波信号、Ｅ２　２次高調波信号、Ｅ３　非線形信号、ＦＢ　帯域、ＦＰ　第１の超音波パルス、Ｌ１，Ｌ２，Ｌ３，Ｌ４，Ｌ５，Ｌ６　走査線、Ｐ　超音波パルス、Ｐ０，Ｐ１，Ｐ２，Ｐ３，Ｐ４，Ｐ５，Ｎ０，Ｎ１，Ｎ２，Ｎ３，Ｎ４，Ｎ５　ＩＱ信号、ＰＲＴ１，ＰＲＴ２，ＰＲＴ３，ＰＲＴ４，ＰＲＴ５，ＰＲＴ６，ＰＲＴ７，ＰＲＴＮＰ，ＰＲＴＰＮ　時間間隔、ＳＰ　第２の超音波パルス、Ｕ１，Ｕ２　超音波画像、Ｖ１，Ｖ２　速度ベクトル、Ｖ３　組織速度ベクトル。

Claims (13)

  1. 　振動子アレイと、
    　前記振動子アレイから被検体内に互いに位相を反転させた第１の超音波パルスと第２の超音波パルスの組を同一の走査線上に少なくとも２回以上のＮ回送信させる送信部と、
    　前記被検体内において発生した超音波エコーを受けた前記振動子アレイから出力される信号により受信信号を取得する受信部と、
    　前記受信部により取得された前記受信信号に対して定められた帯域で直交検波を行うことにより前記第１の超音波パルスに対応するＩＱ信号列と前記第２の超音波パルスに対応するＩＱ信号列を取得する直交検波部と、
    　前記直交検波部により取得された前記ＩＱ信号列に基づいて前記被検体内の組織の速度を検出する組織速度検出部と、
    　前記組織速度検出部により検出された前記組織の速度に基づいて、前記組織の速度による影響が相殺されるように前記被検体内の各反射位置から得られた前記ＩＱ信号列の位相を補正する位相補正部と、
    　前記位相補正部により位相が補正された前記ＩＱ信号列を用いて、時系列に隣り合う前記第１の超音波パルスに対応するＩＱ信号と前記第２の超音波パルスに対応するＩＱ信号を加算することにより基本波成分が除去された加算信号を取得するパルスインバージョン加算部と、
    　前記パルスインバージョン加算部により取得された前記加算信号に基づいて超音波画像を生成する画像生成部と
    　を備えた超音波診断装置。
  2. 　前記組織速度検出部は、前記直交検波部により取得された前記ＩＱ信号列のうち、正の位相を有するＩＱ信号列から自己相関により算出された各反射位置における速度ベクトルと、負の位相を有するＩＱ信号列から自己相関により算出された各反射位置における速度ベクトルを用いて前記被検体内の組織の速度を検出する請求項１に記載の超音波診断装置。
  3. 　前記組織速度検出部は、時系列に隣り合う前記第１の超音波パルスに対応するＩＱ信号と前記第２の超音波パルスに対応するＩＱ信号の減算を行うことにより得られるＩＱ信号列から自己相関により算出された各反射位置における速度ベクトルを用いて前記被検体内の組織の速度を検出する請求項１に記載の超音波診断装置。
  4. 　前記パルスインバージョン加算部は、それぞれの前記第１の超音波パルスに対応するＩＱ信号と、時系列において前記第１の超音波パルスに対応するＩＱ信号の直後の前記第２の超音波パルスに対応するＩＱ信号との加算、および、それぞれの前記第２の超音波パルスに対応するＩＱ信号と、時系列において前記第２の超音波パルスに対応するＩＱ信号の直後の前記第１の超音波パルスに対応するＩＱ信号との加算の双方を行うことにより、前記加算信号を取得する請求項１～３のいずれか一項に記載の超音波診断装置。
  5. 　前記パルスインバージョン加算部は、それぞれの前記第１の超音波パルスに対応するＩＱ信号と、時系列において前記第１の超音波パルスに対応するＩＱ信号の直後の前記第２の超音波パルスに対応するＩＱ信号との加算、および、それぞれの前記第２の超音波パルスに対応するＩＱ信号と、時系列において前記第２の超音波パルスに対応するＩＱ信号の直後の前記第１の超音波パルスに対応するＩＱ信号との加算のいずれか一方のみにより、前記加算信号を取得する請求項１～３のいずれか一項に記載の超音波診断装置。
  6. 　前記パルスインバージョン加算部により取得された前記加算信号から前記被検体内の組織に起因する信号を除去するための組織信号フィルタ部をさらに備える請求項１～５のいずれか一項に記載の超音波診断装置。
  7. 　前記パルスインバージョン加算部により取得された前記加算信号から非線形信号のパワーおよび速度の少なくとも一方を算出する非線形信号情報算出部をさらに備える請求項１～６のいずれか一項に記載の超音波診断装置。
  8. 　前記画像生成部は、前記非線形信号情報算出部により算出された前記非線形信号のパワーおよび速度の少なくとも一方に基づいて前記超音波画像を生成する請求項７に記載の超音波診断装置。
  9. 　前記送信部は、それぞれの前記走査線上に前記第１の超音波パルスと前記第２の超音波パルスの組をＮ回送信した後に、次の前記走査線上に前記第１の超音波パルスと前記第２の超音波パルスの組をＮ回送信する請求項１～８のいずれか一項に記載の超音波診断装置。
  10. 　前記送信部は、定められた数の前記走査線上に前記第１の超音波パルスを順次１回ずつ送信させた後に前記定められた数の走査線上に前記第２の超音波パルスを順次１回ずつ送信させることをＮ回繰り返すことにより、前記定められた数の走査線上に前記第１の超音波パルスと前記第２の超音波パルスの組をＮ回送信する請求項１～８のいずれか一項に記載の超音波診断装置。
  11. 　前記送信部は、定められた数の前記走査線上に前記第１の超音波パルスと前記第２の超音波パルスの組を順次１回ずつ送信させることをＮ回繰り返すことにより、前記定められた数の走査線上に前記第１の超音波パルスと前記第２の超音波パルスの組をＮ回送信する請求項１～８のいずれか一項に記載の超音波診断装置。
  12. 　前記超音波画像を表示する表示部をさらに備える請求項１～１１のいずれか一項に記載の超音波診断装置。
  13. 　振動子アレイから被検体内に互いに位相を反転させた第１の超音波パルスと第２の超音波パルスの組を同一の走査線上に少なくとも２回以上のＮ回送信させ、
    　前記被検体内において発生した超音波エコーを受けた前記振動子アレイから出力される信号により受信信号を取得し、
    　取得された前記受信信号に対して定められた帯域で直交検波を行うことにより前記第１の超音波パルスに対応するＩＱ信号列と前記第２の超音波パルスに対応するＩＱ信号列を取得し、
    　取得された前記ＩＱ信号列に基づいて前記被検体内の組織の速度を検出し、
    　検出された前記組織の速度に基づいて、前記組織の速度による影響が相殺されるように前記被検体内の各反射位置から得られた前記ＩＱ信号列の位相を補正し、
    　位相が補正された前記ＩＱ信号列を用いて、時系列に隣り合う前記第１の超音波パルスに対応するＩＱ信号と前記第２の超音波パルスに対応するＩＱ信号を加算することにより基本波成分が除去された加算信号を取得し、
    　取得された前記加算信号に基づいて超音波画像を生成する
    　超音波診断装置の制御方法。
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